JP2005095675A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明の目的は、種々の臨床検査に対して特定部位の位置を高精度で簡単に追跡することができ、臨床診断に有益な情報を提供する実用的な超音波診断装置を提供することである。
【解決手段】超音波診断装置は、被検体に対して超音波ビームを繰り返し送受信してエコー信号を繰り返し取得する送信遅延回路３と、エコー信号に基づいて超音波ビーム上の複数の部位それぞれに関する移動速度を計算する速度プロセッサ１７と、速度に基づいて複数の部位の少なくとも１つの特定部位の位置を経時的に追跡して、特定部位が移動する軌跡を求めるトラッキングプロセッサ１９Ａと、軌跡又は特定部位の移動後の位置を表示するイメージプロセッサ１９Ｂとを具備する。
【選択図】図１

Description

本発明は、被検体内部を超音波ビームで走査して、内部情報を取得する超音波診断装置に関する。

超音波診断装置は、Ｂモード、Ｍモード、ＣＦＭモード（カラーフローマッピングモード）等様々な動作モードを装備している。Ｂモードによれば被検体の断面内の組織構造がダイナミックに観察でき、Ｍモードによれば１本のスキャニングライン上の組織構造の時間変化がダイナミックに観察でき、ＣＦＭモードによれば被検体の断面内の血流の様子がダイナミックに観察できる。

ところで、近年、超音波診断の分野で、生体の様々な情報を定量的に求めようとする試みがなされている。この試みの多くは、上記のＭモード画像上で特定部位の位置を順番に追跡し、特定部位の移動の軌跡を求めることが必要とされる。しかし、この追跡は、Ｍモード画像の輝度に基づいてなされており、その精度は非常に低いものであった。

一方、反射波そのものであるＲＦ信号をメモリに取り込みコンピュータ解析により位相の変化から変位量を求め、頸動脈などの微小変化を追跡する方法が報告されている（(A,P,G,Hoeks et al. 「Assessment of the Distensibility of Superficial Arteries」,Ultrasound in Med.& Biol,Vol.16,No.2,pp121-128,1990),（特開昭６２−２６６０４０号公報））。しかしこの方法は生理学研究を目的としているため、計測目的に密着した処理が必要であり、種々の目的には不便で汎用性がなく、またサンプルボリウムを越えるような大きな動きには適さない。また、一般の診断に便利な表示法は示されていないので臨床応用には向かない。
特開昭６２−２６６０４０号公報 A,P,G,Hoeks et al. 「Assessment of the Distensibility of Superficial Arteries」,Ultrasound in Med.& Biol,Vol.16,No.2,pp121-128,1990

本発明の目的は、種々の臨床検査に対して特定部位の位置を高精度で簡単に追跡することができ、臨床診断に有益な情報を提供する実用的な超音波診断装置を提供することである。

本発明の第１局面に係る超音波診断装置は、被検体に対して超音波ビームを繰り返し送受信してエコー信号を繰り返し取得する手段と、前記エコー信号に基づいて前記超音波ビーム上の複数の部位それぞれに関する移動速度を計算する速度計算手段と、前記速度に基づいて前記複数の部位の少なくとも１つの特定部位の位置を経時的に追跡して、前記特定部位が移動する軌跡を求める追跡手段と、前記軌跡又は前記特定部位の移動後の位置を表示する表示手段とを具備したことを特徴とする。
本発明の第２局面に係る超音波診断装置は、被検体の断面を超音波ビームで繰り返しスキャンしエコー信号を取得する手段と、前記エコー信号に基づいて前記断面内の複数の部位それぞれに関する移動速度を計算する速度計算手段と、前記速度に基づいて前記複数の部位それぞれの位置を経時的に追跡して、前記複数の部位がそれぞれ移動する軌跡を求める追跡手段と、前記追跡手段により求められた軌跡に基づいて、前記複数の部位それぞれの移動距離を計算し、この移動距離又は移動後の位置の空間的な分布を得る手段とを具備したことを特徴とする。

本発明によれば、種々の臨床検査に対して特定部位の位置を高精度で簡単に追跡することができ、臨床診断に有益な情報を提供する実用的な超音波診断装置を提供することができる。

以下、本発明による超音波診断装置を好ましい実施形態により説明する。図１に本実施形態に係る超音波診断装置の構成を示している。クロック発生器５は、クロック・パルス（例えば３０ＭＨｚ）を発生する。このクロック・パルスはレートパルス発生器４で、例えば５ｋＨｚのレートパルスに分周される。このレートパルスは送信遅延回路３で遅延され、パルサ２にトリガ信号として供給される。パルサ２は、送信遅延回路３からのトリガ信号に従って、例えば３．７５ＭＨｚの駆動パルスを超音波プローブ１に供給する。

この駆動パルスは、超音波プローブ１に装備されている圧電素子を振動させて、３．７５ＭＨｚが中心周波数の超音波ビームを発生させる。このように超音波ビームはレートパルスに同期して、レートパルス周波数の逆数のレート周期で繰り返し発生される。

ここで、セクタスキャンであれば、超音波を送受信する毎に遅延時間を少しずつ変化する。これにより超音波ビームの角度が少しずつ変化して、被検体の扇状の断面が走査される。リニアスキャンであれば、複数の圧電素子のうち小数の素子からなるグループを一斉に駆動し、このグループを超音波を送受信する毎に少しずつ移動することにより、超音波ビームの位置が少しずつ動かされ、これにより、被検体の略長方形の断面が走査される。

プローブ１から発生された超音波ビームは、被検体に侵入し、音響インピーダンスの境界で反射され、プローブ１に戻って、プローブ１の圧電素子各々で電気信号に変換される。これらの電気信号は、プリアンプ６で増幅され、レシーバ７で個別に遅延され、そして加算され、エコー信号にまとめられる。このような処理により、特定の方向からのエコーが強調される。

このエコー信号は、直交位相検波のために、ミキサ９で参照信号発生器８からの参照信号（３．７５ＭＨｚ）に掛け合わされ、さらにローパスフィルタ（ＬＰＦ）１２を通される。さらにアナログディジタルコンバータ（Ａ／Ｄ）１６でディジタル信号に変換された後、包絡線検出器１３と速度プロセッサ１７とにそれぞれ取り込まれる。

包絡線検出器１３は、エコー信号の振幅のエンベロープを検出する。エコー信号のエンベロープはスキャニングラインに関する組織構造からのエコー信号の強さを表している。エンベロープデータは、ディジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）１４でテレビ方式に変換され、ＣＲＴディスプレイ１５にＢモード画像又はＭモード画像として表示される。

また、アナログディジタルコンバータ１６の出力信号は、速度プロセッサ１７に供給され演算により走査範囲内の多点それぞれに関して速度が求められ、この速度データがＤＳＣ１４に送られ、２次元の速度分布としてＢモード画像やＭモード画像に重ねてカラーで表示される。

速度プロセッサ１７は、例えば自己相関法に従って、アナログディジタルコンバータ１６からのエコー信号に基づいて、組織の速度を計算する。組織の速度を計算するのは、組織ドプライメージング（ＴＤＩ）として周知されている（特開昭６２−２６６０４０号公報、特公平７−６７４５１号公報）。なお、エコー信号から直接的に組織の速度を計算してもよいし、エコー信号をノイズリダクションのためのフィルタにかけてから求めてもよい。

ＤＳＣ１４はＣＰＵ１０により制御されており、コンソール１１から「データ収集」の信号を受けると、ＤＳＣ１４のＢモード画像とＭモード画像の少なくとも一方、及びそれに対応する速度データが計測処理部１９の内部メモリ１８Ａに取り込まれる。このとき計測処理部１９のデータは再びＤＳＣ１４に送られ、ＣＲＴディスプレイ１５に表示される。ＣＲＴディスプレイ１５上の画像が静止画ならそのまま、動画であればフリーズして静止画とし、その静止画像を見ながら、オペレータによるコンソール１１の操作によってあるいは特定のものについては自動的にＣＰＵ１０から「測定点（トラッキング対象部位）」、「表示範囲（トラッキングの時間範囲）」、「表示方法」などが設定される。そして、コンソール１１の「スタートボタン」を押すと、トラッキングプロセッサ１９Ａで測定点に対応する部位の位置が次々と計測され、目的に応じた結果がＤＳＣ１４を経由してＣＲＴディスプレイ１５に表示される。

コンソール１１、速度演算部１７、計測処理部１９及びＣＰＵ１０の一部の機能を除く部分は通常の超音波診断装置及び最近開発された組織ドプラ・イメージング（ＴＤＩ）法で既に実施され実用化されているものであり、その詳細は省略し、以下に本発明の特徴部分につき詳しく説明する。

（ノイズリダクション）ノイズには様々な種類があるが、組織の速度を計測する場合には、多重反射やサイドローブによる固定エコーノイズが支配的である。この固定エコーノイズを効果的に除去するためのフィルタには、図２に示すように、ハイパスフィルタ１７Ａが好ましい。このハイパスフィルタ１７Ａは、ディジタルフィルタで良く知られているＦＩＲ(finite impulse response) タイプ、ＩＩＲ(infinite impulse response) タイプのいずれでもよい。

周知の通り、組織は血流より動きが遅いので、エコー信号の組織成分は血流成分より周波数が低い。信号の周波数が非常に低く、ゼロに近いとき、信号成分を残し、固定エコーノイズだけを良好に除去するためには、ハイパスフィルタ１７Ａの周波数分解能を高くしなければならない。さらに、周波数分解能を高くするためには、ハイパスフィルタ１７Ａでの観測時間を長くしなければならない。これを実現するには、図３に示すように、ｎを２以上の整数として、ハイパスフィルタ１７Ａのサンプリング周期を、レート周期のｎ倍に設定することが好ましい。このような設定は、図４に示すように、ハイパスフィルタ１７Ａで加重加算されるデータセットを、レート周期のｎ倍のサンプリング周期で離散的に集めることにより実現できる。このような設定により、所望のフィルタ特性を獲得するために観測時間を長くしても、データ数がそれほど増加しないので、ハイパスフィルタ１７Ａのコンパクト化を実現できる。

また、Ｂモードスキャンとを組み合わせる場合、図５に示すように、ハイパスフィルタ１７Ａのサンプリング周期は、被検体の断面をスキャンするのに要するフレーム周期に設定される。

（リアルタイム処理）例えば、心臓検査では、プローブ１が被検体の胸壁表面に当てられ、図６に示すように、心臓の断面が超音波ビームによりスキャンされる。心臓の断面のうちスキャン範囲内の斜線部分がイメージング回路１３でＢモード画像として生成され、ＣＲＴディスプレイ１５に表示される。図６の“０”は、プローブ１の先端の位置に対応している。この断面は左心室の長軸断面と呼ばれるもので、０に近い心筋は左室前壁２０、遠い心筋は左室後壁２１と呼ばれ、これら心筋の収縮により左心室２２内の血液が大動脈２３を経由して全身に送り出される。

このＢモード像上にＭモードのための関心線Ｍが、例えば左室前壁２０と後壁２１とを交差するように指定される。Ｍモードスキャンが単独で行われるとき、超音波ビームが関心線Ｍの方向に送信され、関心線Ｍの方向からのエコーが受信され、このような送受信がレート周期で繰り返され、エコー信号が繰り返し取得される。このエコー信号に基づいて速度プロセッサ１７により関心線Ｍ上の連続する複数の点それぞれに関する速度が時相毎に計算され、速度の時間波形が取得される。血流ではなく、組織の速度を求めるのが組織ドプラ・イメージング（ＴＤＩ）法であり、さらに超音波ビームで断面内を走査することにより組織の２次元速度分布を求めることができる。ＴＤＩは通常、血流イメージングとは異なって、直交位相検波信号をＭＴＩフィルタ（帯域フィルタ）を通さずに自己相関等の周波数分析処理にかけることにより実現され得る。最新の装置にはＢモード像とＴＤＩ像とを容易に切換えて表示できるものがある。ＢモードおよびＴＤＩの情報は図１からもわかるように同時に生成することもできるので、必要に応じ同時に表示することも可能である。ＢモードおよびＴＤＩのいずれの断面像もリアルタイムで表示され、心筋の収縮・拡張の様子を観測することができる。

（データ収集）リアルタイム処理により計算された該関心線Ｍに関する組織のエコー強度データ（Ｍモードデータ）と、関心線Ｍに関する組織の速度データとが、指定された時刻から所定時間、例えば４心拍期間が経過する時刻まで、ＤＳＣ１４からメモリ１８に継続的に取り込まれ、記憶される。ＤＳＣ１４の内蔵メモリのメモリエリアは表示画面に対応しており、記憶素子の１つが１ピクセルに対応していると考える。ピクセルは画像を構成する最小単位であり、表示画面に合せて設定されることが多く、必ずしも超音波ビームの走査線ピッチやレート周期の整数倍とは限らず、その中間の補間値が用いられることもある。このメモリエリアにおいて、Ｍモードデータ及び速度データは横軸が時間、縦軸が深さ（位置）として該当する位置に格納されており、そのまま計測処理部１９の内蔵メモリ１８Ａに取り込まれる。このようなデータ収集が終わると、リアルタイム処理は終了し、次に記憶されたデータを使って、トラッキング処理が行われる。

（トラッキングの準備作業）トラッキングの準備作業は、メモリ１８Ａに記憶されている組織のエコー（強度）データが読み出され、図８に示すように、Ｍモード像としてＣＲＴディスプレイ１５に表示されることから始まる。

表示されたＭモード像上にトラッキング開始ライン（Ｓ−Ｓ）とトラッキング終了ライン（Ｅ−Ｅ）とがそれぞれコンソール１１を介してオペレータにより指定される。特定の測定対象、例えば心臓などの場合はあらかじめ準備されている心電図（ＥＣＧ）のＲ−Ｒ間隔（Ｒ波のインターバル）などをＣＰＵ１０を介して自動的に設定することが可能であり、終了ラインは自動的に収集データの最後にすることも可能である。この２ラインの間がトラッキング処理対象の時間範囲である。トラッキングプロセッサ１９Ａは、開始ライン（Ｓ−Ｓ）上に例えば２ｍｍの間隔でトラッキングスタートポイント３１を設定する。さらに、これらスタートポイント３１の中の任意のスタートポイント３１がオペレータにより選択される。どのスタートポイント３１を選択するかは、診断目的に応じて決定されるべきである。

（トラッキング処理）以上の準備が終了すると、トラッキングプロセッサ１９Ａにより、トラッキング処理が開始される。トラッキング処理は、選択されたスタートポイント３１を始点として行われる。図９に、ある１つのスタートポイント３１を始点としたトラッキング処理の手順を示している。図１０に、ＣＲＴディスプレイ１５の表示画面に対応するプレーンを示している。このプレーンの縦線と横線の交点がＣＲＴディスプレイ１５の１つのピクセルに対応しており、ＤＳＣ１４の内蔵メモリ構造に対応していると考えていただきたい。ピクセルは画像を構成する最小単位であり、隣り合う２つのピクセルの間隔（ピクセルピッチ）は、ＣＲＴディスプレイ１５に表示する画像を生成するＤＳＣ１４の固有の値であり、超音波ビームのスキャニングラインの間隔やレート周期とは必ずしも一致していない。このプレーンの縦軸は深さ、横軸は時間にそれぞれ対応している。縦方向（Ｙ）に関して隣り合う２つのピクセルの間隔を実際の距離に換算すると単位距離△Ｄに相当し、また横方向（Ｘ）に関して隣り合う２つのピクセルの間隔を実際の時間に換算すると単位時間ΔＴ（msec）に相当している。

なお、ここでは量子化誤差の蓄積を低減するために、Ｙ軸に関する位置、つまり深さを実際のスケール(mm)で時相毎に計算するものとする。なお、Ｙ座標を深さに換算するには、プローブ１の位置からポイントまでのピクセル数にピクセルピッチΔＤを乗算することにより行われ、逆に、深さをＹ座標に換算するには、深さをピクセルピッチΔＤで量子化することにより行われる。ここでは説明の便宜上、実際のスケールの深さを“ｙ”で表現し、量子化された深さ、つまりＹ座標を“Ｙ”で表現するものとする。

まず、スタートポイント３１の位置Ｐ１に関する速度Ｖ1 が、メモリ１８Ａからトラッキングプロセッサ１９Ａに読み出される（Ｓ１）。そして、読み出された速度Ｖ1 を単位時間ΔＴに乗算する。これにより、時刻（１）のときポイントＰ１に存在していた部位が、単位時間ΔＴの間に移動する移動距離（変位量）が計算される（Ｓ２）。

なお、移動距離を計算するために速度に乗算される時間は、ピクセルの間隔（ピクセルピッチ）に相当する単位時間ΔＴでなくてもかまわない。ただし、単位時間ΔＴの整数倍又は整数分の１であることが好ましい。

次に、求められた移動距離は、Ｐ1 の深さｙ１に加算され、次のポイントＰ２の深さｙ２が計算される（Ｓ３）。この次のポイントＰ２の深さｙ２を単位距離ΔＤで量子化することにより、このポイントＰ２の深さｙ２をＹ座標（Ｙ２）に換算し、このポイントＰ２のＸ座標とＹ座標をオーバレイメモリ１８Ｂに書き込む（Ｓ４）。

次に、同様に、ポイントＰ２のＸＹ座標に対応する速度Ｖ２をメモリ１８からトラッキングプロセッサ１９Ａに読み出し（Ｓ１）、読み出された速度Ｖ２を単位時間ΔＴに乗算して、移動距離を求め（Ｓ２）、求められた移動距離をポイントＰ２の深さｙ２に加算することにより、次のポイントＰ３の深さｙ３を計算する（Ｓ３）。このポイントＰ３の深さｙ３を量子化して、Ｙ座標に換算して、このＸＹ座標をオーバレイメモリ２０に書き込む（Ｓ４）。

このようにポイントＰ１の位置を次々と追跡することにより、当該ポイントに位置する部位の移動の軌跡を求めることができる。なお、上述の例では、ポイントＰ３を得るための移動距離の計算に、ポイントＰ２のＸＹ座標に対応する速度Ｖ２を用いているが、精度を重視する場合は、量子化する前のポイントＰ２の深さｙ２の位置での速度を、この深さｙ２の前後のピクセルの速度から補間することにより求めるのがよい。本方式では、図９の演算サイクルを繰り返すと誤差が蓄積する可能性があるため、深さを正確に求めた上でこれを量子化してＹ座標に換算し、表示するピクセルを決定することが重要である。それ程、精度を必要としない場合は、無論、量子化後のＹ座標のピクセルの速度をそのまま取り出して移動距離を計算するようにしてもよい。

さらに、他にスタートポイント３１が設定されているときは、当該他のスタートポイント３１を始点として、同様にトラッキングされ、軌跡が求められる。複数の軌跡の表示例を図１１に示す。

なお、上述の例では、時間経過に対して順方向にトラッキングを行っているが、時間経過に対して逆方向に行っても良い。この場合、時間の流れが逆向きになるので、移動距離を深さから減算することより次のポイントを計算することになる。

このように速度から移動距離を求め、この移動距離をスタートポイントの深さに積算して、それを量子化して表示することにより、従来のようにＭモード像から輝度に基づいて軌跡を追跡していくよりも、高精度で軌跡を求めることができる。速度計測の精度を１ｍｍ／ｓ以下、計測に要する時間を１０ｍｓとすれば、本発明の軌跡の距離分解能は０．０１ｍｍとなる。なお、Ｍモードの距離分解能は超音波の周波数５ＭＨｚとすれば、波長は０．３ｍｍであり、この波長程度の精度が従来の軌跡の限界であった。

また、必要な部位の組織の速度データをあらかじめ換算して、Ｍモード（あるいはＢモード）と測定位置を対応させてＤＳＣ１４に格納し、そのデータに対して処理を行うため、ＲＦデータから直接変位を求める場合に比較し、次に述べるような種々の処理に広く対応でき、操作性に優れ、臨床的に有益な形でのデータ表示が可能である。

（軌跡の応用）このように軌跡が高精度で簡単に求められるので、この軌跡を様々に応用して診断上有益な情報を求めることができる。この応用は、イメージプロセッサ１９Ｂによりなされる。第１の応用によれば、時間経過に対して順方向にトラッキングして求めた第１の軌跡と、その終点を起点として逆方向にトラッキングして求めた第２の軌跡とから、より精度の高い第３の軌跡が作成される。第３の軌跡は、第１の軌跡と第２の軌跡との中心線である。また、第３の軌跡は、第１、第２の軌跡を部分的につなぎ合わせて作成され、例えば、第１、第２の軌跡で位置が一致している部分だけをつなぎ合わせて第３の軌跡が作成される。あるいは第１の軌跡と第２の軌跡が一致した場合のみ第３の軌跡として表示してもよい。

また心臓の検査では、心拍周期毎に軌跡を求め、心拍周期の異なる複数の軌跡を平均化するようなこともできる。すなわち、心電図のＲ波を基準として複数心拍の軌跡を重ねて表示したり、平均値を表示する。例えば、スタートポイントを同じとして求めた心拍周期の異なる複数の軌跡がばらついていても、それらの平均値を求め、さらにその平均値から大きく外れた軌跡を除外して再度平均化することにより誤差を極小化にすることができる。また、軌跡を表示する際、時間軸を心拍周期で横軸を基準化するようにしてもよい。この様にするとばらつきの少ないより客観的な軌跡を得ることができる。通常の循環器用超波診断装置では、心電計が内蔵されており、心電図データを同時に収集することは容易である。

また、図１１では、深さ方向の複数の軌跡を同時表示しただけのものであるが、図１２に示すように、各軌跡の距離が同一の点どうしを等高線で結んで等高線図を作成し、表示してもよい。これにより、深さ方向の心筋の収縮の様子が理解しやすくなり、異常な収縮を示している部分を判別しやすくなる。この図１２の例では心筋の中央部分がより強く収縮していることがわかる。収縮が不十分な梗塞部分は、等高線の間隔が狭いので容易に理解することができる。

さらに、地図と同様に等高線それぞれに固有の色を付けて表示すれば更にわかり易い。例えば、移動距離が基準距離より長い等高線を赤で、また移動距離が基準距離より短い等高線を青で表示するようにすればよい。

また、１本の軌跡の各時相の輝度又はカラーを、そのときのエコー信号の強度に応じて変えて表示するようにしてもよい。また次のような応用も可能である。図８のＭモード像上で、左室後壁の内膜と外膜とにそれぞれスタートポイントを指定して、軌跡をそれぞれ求め、２つの軌跡の間の距離の時間変化を、心筋の厚さの時間的な変化として求めることができる。さらに、この心筋厚の時間的な変化から心筋の収縮速度、心筋厚の最大値や最小値、収縮率等の機能的情報を計測することができる。図１３と図１４に、心筋厚の時間波形３７と、この心筋厚の時間波形３７を時間微分したグラフ、つまり収縮速度の変化３９とを示している。また図１５に示すように、内膜と外膜それぞれの速度変化や、内膜と外膜の速度差（壁厚変化速度）の時間変化を求めることもできる。

また、図１３や図１４に示すように、左室後壁の内膜と外膜にそれぞれスタートポイントを指定して、軌跡をそれぞれ求め、２つの軌跡の間の距離の時間変化を、左室の内径の時間的な変化として求めることができる。また左室の内径から左室の容積を推定することができるので、その容積の時間的な変化を求めることができる。さらに、この容積の時間的な変化から駆出量や駆出率を求めることができる。

したがって、例えばＭモード画像上に単に軌跡を表示するだけでなく、軌跡に対応して得られた種々の情報を同一の時間軸上に表示すれば診断に直結する有益な情報を提供できることになる。例えば、図１４の軌跡と図１３の心筋厚の収縮速度の時間波形を時間軸を揃えて同一画面に表示することが可能である。

この他、軌跡に対応して様々な情報を得ることができる。例えば、特定の部位の上下にそれぞれスタートポイントを指定し、軌跡をそれぞれ求め、各時刻での２つの軌跡の間の距離からスタートポイントの距離の差を、スタートポイントの距離で割ることにより、当該部位の歪みの時間変化を求めることができる。また、この歪みの時間変化から、歪みが同じところの時間間隔を求めても良い。また、求めた軌跡の位置に関するエコー強度や速度分散等の時間変化を求めても良い。さらに上述のように求めた軌跡上の点の座標を数値で表示するようにしても良い。

また、図６に示したように、心臓が収縮期に強い勢いで血液を大動脈２３へ放出すると、その反作用で心臓は心尖部２９側へ後退し、拡張期に心房から血流が流入するときに元の位置に戻る。この動きは、血液の流出、流入と関係して心臓の勢いを表している。ここでは、図７に示すように、超音波ビームを心臓の先端部、すなわち心尖部２９から入射し、大動脈弁２７又は僧帽弁２８の根元である大動脈弁輪部の上端２４と下端２５それぞれの軌跡を求める。

通常、弁輪部は硬い組織からなりこの表面では強い反射を示すので、超音波で観測しやすい。図７のように、心尖部２９から超音波ビームを入射して心臓を観測する方法を心尖部アプローチと呼ぶ。心尖部アプローチにて心臓の長軸断面のＢモード像を観測しながら、弁輪部２４，２５を横切るように関心線Ｍを指定し、前述の方法と全く同様に弁輪部２４，２５の軌跡をそれぞれ求めれば、血流を放出する反作用としての心臓の動き、すなわち心臓の勢いのよさを評価することができる。

ところで、心臓検査では、心臓の心拍運動の影響で関心線Ｍから関心部位が外れてしまうという問題を解決しなければならない。特に、弁輪部２４，２５は比較的小さいので、関心線Ｍから外れてしまう可能性が高い。これによる誤差を最小にするために、図７に示すように弁輪部２５の大部分をカバーするように複数の関心線Ｍを指定する。そして、複数の関心線Ｍそれぞれに関して個別に軌跡を求め、これら複数の軌跡を部分的につなぎ合わせて１本の軌跡を作ることにより、上記誤差を最小化することができる。つなぎ合わせる部分とは、例えば各時相で心尖部２９に最も近い部分や、最も反射強度の強い部分が考えられる。なお、複数の軌跡を反射強度に比例した輝度あるいは反射強度に対応したカラーで表示し、それらを重ねると、最も強い輝度あるいは同じ色のところが、移動する部位の変位を正しく表示していることになる。

上述では心臓検査に適用する場合を例として説明したが、次に説明するような腹部臓器の診断へ応用も可能である。図１６は腹部臓器、例えば肝臓の断面の模式図である。体表４０の下に腹筋あるいは脂肪層４１があり、その下に肝臓４２の組織がある。肝臓内に腫瘍４３があったとすると、体表４０にプローブ１を当てて断層像を観測しながら、腫瘍４３を通るビーム方向でＭモード像をＣＲＴディスプレイ１５上に表示する。つぎにプローブ１を被検体に押しつけて、被検体の内部組織を変形させながらＭモードデータや速度の時間変化を計測し、前述と同じ方法でビーム方向にある肝臓の複数点の軌跡をそれぞれ求める。もし腫瘍４３が周囲の肝臓組織より固い場合には周囲の組織の変形量に対して腫瘍の変形量は少ないから図１７のような軌跡となる。腫瘍がもし周囲組織よりも軟らかければ逆に腫瘍部分の軌跡の間隔は密になる。組織が一種であったとしても深部ほど体表の変形の影響を受けにくいから体表４０すなわちプローブ１からの距離で規格化した変位を用いると、より実際の変形の状態を正しく表示することができる。もちろん、この場合も変形量の等高線表示あるいはカラーによる表示も有効である。本方式ではプローブ１と生体組織との相対距離を変えながら受信信号を収集すればよいので必ずしもプローブ１を押しつけるだけでなく他の方法で生体組織に変形を与えてもよい。

なお、１つの関心線Ｍについて述べたが、断面を走査している一部あるいは全ての走査線を関心線に設定しても良い。例えばプローブ１を体表２０にかるく当てた状態で、走査範囲４４内の腫瘍４３を横切る全ての走査線に関心線を設定する。そして、最初の画像の全ての関心線上に例えば２ｍｍ間隔で等間隔でスタートポイントを設定し、同一深さのスタートポイントをラインで連結する。これらスタートポイントそれぞれの次のポイントを速度に基づいて求め、最初の画像で同一のラインで結んでいたポイントどうしをラインで連結する。このような処理を最後の画像まで繰り返す。各時相の画像を動的に表示することにより、ラインが平行な初期の状態から、組織の歪みに従って歪んでいく様子を観察することができる。

また、被検体の断面内の複数の部位それぞれに関して移動距離あるいは隣接する２点間の移動距離の差を求め、この移動距離をピクセル値とした画像を生成し、この移動距離に応じて輝度変調あるいは色付けをして表示する。また、このような画像を繰り返し生成し動的に表示することにより、動きの大きい部分や小さい部分を空間的に識別して観察することができる。

なお、トラッキングプロセッサ１９Ａの処理が高速であれば、例えば最初の静止位置でビームに垂直な線群を自動的にスタートポイントとして、プローブ１で被検体を押しつけながら、変形の様子をリアルタイムで観察することもできる。

また、軌跡を血管径の自動計測並びに血圧計測に応用することもできる。この応用について以下に説明する。図１８に示すように、体表５２に例えばリニアプローブ５１を当て、動脈血管５３を縦断するように走査面５４を合わせ、Ｂモード像を見ながら動脈血管５３に交差するように関心線Ｍを設定する。この関心線Ｍに関する組織エコーデータと速度データを取り込み、メモリ１８Ａに記録する。もちろんリニアプローブ５１の代わりにセクタプローブを用いてもよい。組織エコーデータによりＭモード像がＤＳＣ１４を介してＣＲＴディスプレイ１５に図１９に示すように表示される。勿論、動脈血管５３の横断面でもよい。

このＭモード像上で動脈血管壁５５を確認し、この動脈血管壁５５の上端と下端にそれぞれスタートポイントＰ1 ，Ｐ2 を指定する。そして、スタートポイントＰ1 ，Ｐ2 から始まる軌跡をそれぞれ求める。これら２本の軌跡の間の距離を時相毎に求める。これは、血管径の時間的な変化を表している。

このように求めた血管径の時間的な変化の精度は、速度計測の精度を１ｍｍ／ｓ以下、計測に要する時間を１０ｍｓとすれば、０．０１ｍｍとなる。血管径を高精度で計測できると、それに基づいて脈動する血圧の時間変化を推定できる。動脈圧は時間的に変動し、血圧の最大値を最高血圧、最小値を最低血圧と呼び、これらの血圧は血圧計で計測できるが、その中間の値をとる血圧を経時的に無侵襲で計測する方法は存在しない。血圧の変動に応じて血管径は変化する。また、血管が最大径のとき最高血圧を、また血管が最小径のとき最低血圧を示すと考えられるので、最大径から最小径までの間の径の変化を、最高血圧から最低血圧までの変化に線形に対応させて、中間血圧を推定することができる。すなわち、時刻ｔの血圧をｐ(t) 、最低血圧をｐ0 、最高血圧をｐm 、血管径をＤ(t) 、最低血圧時の血管径をＤ0 、最高血圧時の血管径をＤm 、Ｄ(t) の変化分をｄ(t) 、ｋを血管径に対する血圧の比例定数とすると、（１）式、（２）式が成立する。なお、最低血圧ｐ0 や最高血圧ｐm は血圧計により計測可能である。

ｄ(t) ＝Ｄ(t) −Ｄ0 ＝ｋ｛ｐ(t) −ｐ0 ｝ …（１） Ｄm −Ｄ0 ＝ｋ（ｐm −ｐ0 ） …（２）
（１）式と（２）式とから、血圧ｐ(t) は（３）式で与えられる。
ｐ(t) ＝ｐ0 ＋（ｐm −ｐ0 ）・｛ｄ(t) ／（Ｄm −Ｄ0 ）｝…（３）
図２０は、以上のようにして得られた血圧の時間的な変化ｐ(t) をＣＲＴディスプレイ１５にグラフとして表示した例である。血圧の時間変化は微小であるが、微小な変位を計測可能な本発明の方式により高精度で計測可能になる本発明による高精度な軌跡は脈波の速度を計測することを可能にする。血管、特に太い血管には脈波が存在する。心臓が収縮して大動脈弁を開き、大動脈を通って全身に血液を送るが、この際、大動脈内の血圧が急に上昇し、大動脈が局部的に拡張し、この拡張部分が血管を伝播していく。これが脈波であり、脈波伝播の速度は、その血管の硬さの指標となる。すなわち、動脈硬化が進んで、血管が硬くなっている場合は脈波伝播の速度が速く、柔軟な血管では脈波伝播の速度が遅いため、脈波伝播速度を測定し、動脈硬化の診断に使用することができる。以下に、脈波伝播速度の計測方法について説明する。Ｂモード画像上で血管５３を交差するように２本の関心線Ｍ，Ｍ´をある程度離して指定する。この血管５３の上端と下端を２本の関心線Ｍ，Ｍ´上にそれぞれ指定し、この４つのスタートポイントＰ１，Ｐ２，Ｐ１´，Ｐ２´から軌跡をそれぞれ求める。図２１に、４つの軌跡を同時表示した例を示す。図２２には、ペアの２本の軌跡間の距離（血管径）、すなわち（Ｐ１−Ｐ２）と（Ｐ１´−Ｐ２´）の時間変化を示している。

脈波伝播による血管径の拡張現象は、例えば関心線Ｍ上に現れ、やや遅れてＭ´に現れる。この遅れ時間は、脈波がＭからＭ´、またはＭ´からＭに伝播するのに要する時間であるので、ＭとＭ´との２点間の実際の距離を遅れ時間で割算することにより、脈波伝播速度を求めることができる。

拡張現象の認識は、血管径の時間的な変化を相互相関係数を求めることによって正確に行うことができる。すなわち相関係数が最大となる時間が伝播時間である。あるいはさらに簡単な方法として２つのカーブの差を用いてもよい。すなわち、２つの血管径の時間波形の時間軸上の相対的位置を少しずつずらしながら、その各位置で２つの波形の差の２乗の和を計算し、この和が最小化するときのずらし量（ずらし時間）をＭからＭ´への脈波の伝播時間として求め、ＭとＭ´との間の距離を伝播時間で割り算することにより、脈波伝播速度を計算することができる。なお、これらの場合は、必ずしも、変位ではなく、速度の変化を用いてもよい。また関心線は２本に限らず、３本以上の複数本でもよい。

いま、遅れ時間を△ｔ、脈波伝播速度をＶp 、ＭとＭ´との２点間の距離をＬとすれば、（４）式が与えられる。

Ｌ＝Ｖp ・△ｔ …（４）
測定された△ｔとＬとに基づいて、（４）式にしたがって脈波伝播速度Ｖp を求めることができる。

例えば、Ｌ＝１０ｍｍ、Ｖp ＝２ｍ／ｓｅｃとすれば、△ｔ＝５ｍｓとなる。Ｌの値は２本の関心線を設定すれば、２本の関心線に挟まれたピクセル数にピクセルピッチを乗算することにより求めることができる。（１）式〜（４）式の演算はいずれも容易な数値演算であり、イメージプセッサ１９Ｂで簡単に実施できる。

なお、軌跡の追跡処理やその応用は、図２３に示すように、図１のメモリ１８、トラッキングプロセッサ１９Ａ、オーバレイメモリ１８Ｂおよびイメージプロセッサ１９Ｂの機能を装備したパーソナルコンピュータ（ＰＣ）６０により、超音波診断装置とは切り離して行ってもよい。すなわち、コンソール１１の機能はＤＳＣ１４から出力されるデータをＰＣ６０に送るか、あるいはＰＣ６０で処理された結果をＣＲＴディスプレイ１５上に表示するための切り換えをするだけの機能とし、あとの操作は全てＰＣ６０の側で行なえばよい。勿論、この様にしておいてＰＣ６０を同一筐体内に納めてもよい。また、ＣＰＵ１と共有してもよい。この様にすると本体のハードウェアを全く変更することなく、本発明の効果を実現することができ、実用上きわめて有益である。すなわち、超音波診断装置の内部の特別な情報ではなく、超音波診断装置として最終的にＤＳＣ１４から出力するデータで十分解析が行なえるところにＰＣ６０を利用する場合の大きな特徴を有する。本発明は上述した実施形態に限定されることなく種々変形して実施可能である。

本発明の好ましい実施形態に係る超音波診断装置のブロック図。 図１の速度プロセッサのブロック図。 図２のハイパスフィルタのサンプリング周期を示す図。 図２のハイパスフィルタでサンプリングされるデータセットを示す図。 図２のハイパスフィルタでサンプリングされる他のデータセットを示す図。 ＢモードとＭモードとの組み合わせスキャンの説明図。 Ｍモードスキャンの説明図。 図１のＣＲＴディスプレイに表示されるＭモード像の一例を示す図。 図１のトラッキングプロセッサによるトラッキング手順を示す図。 図９のトラッキング手順の補足図。 図１のトラッキングプロセッサにより作成された複数の軌跡の一例を示す図。 図１のイメージプロセッサにより作成された等高線図の一例を示す図。 図１のイメージプロセッサにより作成された心筋に関する機能情報の一例を示す図。 図１のイメージプロセッサにより作成された心筋に関する機能情報の一例を示す図。 図１のイメージプロセッサにより作成された心筋に関する他の機能情報の一例を示す図。 プローブに押されて変形された被検体内の組織の模式図。 図１６の変形された組織に関する複数の軌跡の一例を示す図。 リニアプローブで動脈血管を含む断面を走査する様子を示す模式図。 図１８の血管の上端と下端それぞれの軌跡の一例を示す図。 図１のイメージプロセッサにより作成された血圧の時間波形の一例を示す図。 図１８の２本の関心線に関する軌跡を同時表示する一例を示す図。 図１のイメージプロセッサにより図２１の軌跡に基づいて作成された血管の機能情報の一例を示す図。 本発明の変形例に関するブロック図。

符号の説明

１…超音波プローブ、２…パルサ、３…送信遅延回路、４…レートパルス発生器、５…クロック発生器、６…プリアンプ、７…レシーバ、８…参照信号発生器、９…ミキサ、１０…ＣＰＵ、１１…コンソール、１２…ローパスフィルタ、１３…包絡線検出部、１４…ディジタル・スキャン・コンバータ、１５…ＣＲＴディスプレイ、１６…アナログディジタルコンバータ、１７…速度プロセッサ、１８Ａ…メモリ、１８Ｂ…オーバレイメモリ、１９…計測処理部、１９Ａ…トラッキングプロセッサ、１９Ｂ…イメージプロセッサ。

Claims (13)

1. 被検体に対して超音波ビームを繰り返し送受信してエコー信号を繰り返し取得する手段と、
   前記エコー信号に基づいて前記超音波ビーム上の複数の部位それぞれに関する移動速度を計算する速度計算手段と、
   前記速度に基づいて前記複数の部位の少なくとも１つの特定部位の位置を経時的に追跡して、前記特定部位が移動する軌跡を求める追跡手段と、
   前記軌跡又は前記特定部位の移動後の位置を表示する表示手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。
2. 前記追跡手段により求められた前記特定部位に関する異なる時間に求めた複数の軌跡を平均化する手段をさらに備えたことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
3. 前記時間範囲は、心拍周期であることを特徴とする請求項２記載の超音波診断装置。
4. 前記追跡手段により求められた２つの軌跡の間の距離を計算する手段と、前記距離が血管径を表しているとき、この血管径の時間変化と最高血圧と最低血圧とに基づいて血圧を計算する手段とをさらに備えたことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
5. 前記追跡手段により求められた前記被検体の血管の上流部分に関する軌跡と前記血管の下流部分に関する軌跡とに基づいて、前記血管の脈波伝搬速度を計算する手段をさらに備えたことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
6. 前記表示手段は、前記追跡手段により求められた前記超音波ビームの方向の異なる複数の軌跡を重ねて表示することを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
7. 被検体の断面を超音波ビームで繰り返しスキャンしエコー信号を取得する手段と、
   前記エコー信号に基づいて前記断面内の複数の部位それぞれに関する移動速度を計算する速度計算手段と、
   前記速度に基づいて前記複数の部位それぞれの位置を経時的に追跡して、前記複数の部位がそれぞれ移動する軌跡を求める追跡手段と、
   前記追跡手段により求められた軌跡に基づいて、前記複数の部位それぞれの移動距離を計算し、この移動距離又は移動後の位置の空間的な分布を得る手段とを具備したことを特徴とする超音波診断装置。
8. 前記移動距離の空間分布をＢモード像に重ねてカラーで表示することを特徴とする請求項７記載の超音波診断装置。
9. 前記移動距離は被検体に変形を与える前と後との移動距離であることを特徴とする請求項７記載の超音波診断装置。
10. 前記移動距離の１次元又は２次元の空間分布の時間変化を画像で表示することを特徴とする請求項７記載の超音波診断装置。
11. 前記追跡手段により求められた複数の軌跡の距離が同一の点どうしを等高線で結んで表示する手段をさらに備えたことを特徴とする請求項１記載の超音波診断装置。
12. 前記表示手段は、前記等高線を前記距離に応じたカラーで表示することを特徴とする請求項１１記載の超音波診断装置。
13. 前記表示手段は、所定距離より長い距離に対応する等高線を赤色と青色との一方で表示し、所定距離より短い距離に対応する等高線を赤色と青色との他方で表示することを特徴とする請求項１２記載の超音波診断装置。

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